JP5565783B1

JP5565783B1 - バイオセンサ

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Publication number: JP5565783B1
Application number: JP2013165086A
Authority: JP
Inventors: 利弥坂田; 平加治佐; 雄弥宮澤; 祐太上松
Original assignee: University of Tokyo NUC
Current assignee: University of Tokyo NUC
Priority date: 2013-08-08
Filing date: 2013-08-08
Publication date: 2014-08-06
Anticipated expiration: 2033-08-08
Also published as: US20160169835A1; EP3032248B1; EP3032248A1; WO2015020131A1; US20220099617A1; CN105474007A; RU2016107230A; AU2014303386A1; EP3715840A1; JP2015034730A; CN105474007B; BR112016001957A2; US11156581B2; EP3032248A4; AU2014303386B2; RU2658557C2; US11630078B2; CA2920140A1

Abstract

【課題】非侵襲的に人体から採取した試料に基づき解析することができるバイオセンサを提供する。
【解決手段】バイオセンサは、検出対象物質４０と結合する識別物質３８と、前記識別物質３８の電荷を帯電する電極１６とを備え、非検出対象物質４２が前記識別物質３８又は前記電極１６の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質３９を有し、前記検出対象物質４０が前記識別物質３８に結合することにより生じる前記電極１６の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
【選択図】図２

Description

本発明は、バイオセンサに関するものである。

近年、バイオセンサとしては、生きている細胞を非侵襲で解析に利用できる技術が開示されている（例えば、特許文献１）。特許文献１には、負電荷の物理的特性の変化を検出する検出表面が、シアル酸試料（細胞そのもの又は細胞由来の糖鎖）と結合するフェニルボロン酸基で被覆された構造を有するバイオセンサが開示されている。

特開2010-107496号公報

しかしながら、上記特許文献１に記載されたバイオセンサでは、細胞等に対する侵襲がないものの、細胞を採取する際の人体に対し侵襲がないとはいえない。すなわち、より人体への負担を軽減することができるバイオセンサ、例えば、涙、汗、唾液などに基づき検出対象物を検出することができるバイオセンサが望まれる。因みに涙などには、検出対象物質としてのグルコースのほかに、アルブミン等のタンパク質が含まれており、当該タンパク質がノイズとなって測定感度を低下させてしまう、という懸念がある。

そこで本発明は、非侵襲的に人体から採取した試料に基づき解析することができるバイオセンサを提供することを目的とする。

本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記識別物質が前記電極に接触しており、前記阻害物質は、分子鎖が前記識別物質より長い高分子化合物で形成され、前記識別物質と前記阻害物質とにより、前記電極表面に自己組織化単分子膜が形成されており、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
また本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記電極上に設けられ、前記識別物質で形成された薄膜と、前記薄膜上に形成され、前記阻害物質を含む１又は２以上の阻害物質層とを備え、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。
さらに本発明に係るバイオセンサは、検出対象物質と結合する識別物質と、前記識別物質の電荷を帯電する電極とを備えるバイオセンサにおいて、非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、前記識別物質が、前記阻害物質と結合しており、前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出することを特徴とする。

本発明によれば、阻害物質によって、非検出対象物質が識別物質と結合したり、電極表面に付着したりすることを抑制できるので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。

第１実施形態に係るバイオセンサの全体構成を示す概略図である。第１実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。第１実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係を示すグラフである。第２実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。第２実施形態の変形例に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。第２実施形態に係るバイオセンサにおける識別部の説明に用いる概略図である。第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（１）を示すグラフである。第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（２）を示すグラフである。第２実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係（３）を示すグラフである。第３実施形態の変形例に係るバイオセンサにおける識別部の構成を示す概略図である。第３実施形態に係るバイオセンサのグルコース濃度とゲート電圧変化との関係を示すグラフである。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について詳細に説明する。

１．第１実施形態
（１−１）全体構成

図１に示すバイオセンサ１０は、識別部１２Ａと、検出部としての電界効果トランジスタ（ＦＥＴ：Field Effect Transistor）１４とを備える。バイオセンサ１０は、識別部１２Ａにおいて試料中に含まれる検出対象物質としてのグルコースを識別し、識別された情報をＦＥＴ１４において電気的な信号に変換することにより、試料中のグルコース濃度を検出する。ここで試料とは、非侵襲的に採取した試料、すなわち血液以外の生体液として、汗、涙、唾液を挙げることができる。これら試料には、グルコースのほか、非検出対象物質としてのアルブミン等のタンパク質が含まれている。

識別部１２Ａは、電極１６と、電極１６上に設けられた受容体２０Ａとを備える。本実施形態の場合、識別部１２Ａは、電極１６の一側表面上に円筒状の壁部を設けて容器１８が形成されており、当該容器１８内に識別物質及び阻害物質が収容されている。電極１６は、Ａｕで形成することができるが、例えばＡｇやＣｕで形成することもできる。受容体２０Ａは、識別物質と、阻害物質とを含む自己組織化単分子膜（Self-Assembled Monolayers：ＳＡＭｓ）で形成されている。ＳＡＭｓとは、通常、固体と液体の界面又は固体と気体の界面で、有機分子同士が自発的に集合して、自発的に単分子膜を形作っていく有機薄膜をいう。

識別物質は、試料中に含まれるグルコースと結合する機能を有する。識別物質は、フェニルボロン酸を用いることができるほか、例えば、及びその誘導体（例えば、ビニル基を有するフェニルボロン酸等）、グルコース結合タンパク質（ＧＢＰ）及びその誘導体等を用いることができる。例えばフェニルボロン酸は、グルコースと結合すると負電荷を生じる。

阻害物質は、非検出対象物質であるアルブミン等のタンパク質が、フェニルボロン酸と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを抑制する。本実施形態の場合、阻害物質は、高分子化合物で形成される。高分子化合物は、分子鎖が識別物質より長いオリゴエチレングリコールを用いることができるほか、例えばポリエチレングリコールなども用いることができる。

図２に示すように、識別物質３８と阻害物質３９とは、一方の末端が電極１６の一側表面に吸着してＳＡＭｓを形成している。識別物質３８と阻害物質３９は、チオール基（−ＳＨ）やジスルフィド基（−Ｓ−Ｓ−）を導入し、チオールやジスルフィドの誘導体とする。このようなチオールやジスルフィドの誘導体は、Ａｕ、ＡｇやＣｕなどの金属表面に高密度な薄膜を形成することができる。例えば、チオール基が導入されたフェニルボロン酸は、Ａｕ−Ｓのような強い結合を形成する。識別物質３８は、他方の末端において、グルコースと結合する。阻害物質３９は他方の末端において非検出対象物質と特異的に結合する。

ＦＥＴ１４は、半導体基板２２の表面に形成されたソース２４及びドレイン２６と、半導体基板２２、ソース２４及びドレイン２６上に形成されたゲート絶縁膜２８とを備える（図１）。ＦＥＴ１４は、n-MOS、p-MOSのいずれも使用することができる。ゲート絶縁膜２８上には、金属電極３０が形成されている。金属電極３０は、配線３１を介して、電極１６と電気的に接続されている。金属電極３０は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ等で形成することができる。

半導体基板２２は、Ｓｉ、Ｇａ、Ａｓ、ＩＴＯ、ＩＧＺＯ、ＩＺＯ等で形成してもよいし、有機半導体、炭素半導体（例えば、カーボンナノチューブ、グラフェン半導体、ダイヤモンド半導体等）等を用いてもよい。ゲート絶縁膜２８は、ＳｉＯ_２、Ｓｉ_３Ｎ_４（ＳｉＮ_ｘ）、Ｔａ_２Ｏ_５、Ａｌ_２Ｏ_３等の酸化物又は窒化物で形成することができる。

ソース２４とドレイン２６は、電源３４及び電流計３６が電気的に接続されており、ソース２４からドレイン２６へ流れるドレイン電流を計測するように形成されている。ゲート絶縁膜２８上の電荷密度が変化すると、ドレイン電流の大きさが変化する。すなわちドレイン電流を一定に保つためには、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化に伴いゲート電圧を変化させる必要がある。ＦＥＴ１４は、このゲート電圧の変化を計測することにより、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化を電気的に計測する。

この際、本図に示すように参照電極３２を用いてもよい。参照電極３２は、ＦＥＴ１４における基準電位となる電極１６であり、識別部１２Ａにおいて識別物質３８と電気的に接続される。

（１−２）製造方法
図２に示す識別部１２Ａは、以下の手順により製造することができる。まず、スパッタリング装置を用いてガラス基板上にＣｒ、Ａｕの順で堆積し、電極１６を形成する。次いでガラスで形成された円筒状の壁部を電極１６上にエポキシ樹脂で固定する。その後、硫酸と過酸化水素の混合溶液を用いて洗浄処理をし、さらに純水、エタノールの順に洗浄する。

次いで、１ｍＭのオリゴエチレングリコール（Hydroxy - EG₆ - undecanethiol）を含むエタノール溶媒と、１ｍＭの４−メルカプトフェニルボロン酸を含むエタノール溶媒とを９：１の比率で混合した混合液を容器１８に収容する。この状態で所定時間保持することにより、オリゴエチレングリコールとフェニルボロン酸が電極１６表面に化学吸着して自己組織化単分子膜が形成される。最後に混合液を除去し、エタノール、純水の順に洗浄する。このようにして識別部１２Ａを製造することができる。

（１−３）作用及び効果
上記のように構成されたバイオセンサ１０において、まず、識別部１２Ａに試料を加える（図２）。試料に含まれるグルコース４０は、受容体２０Ａの下方へ到達し、識別物質３８と結合する。これにより識別物質３８は、負電荷を生じる。当該負電荷は、電極１６表面に帯電する。一方、試料に含まれるアルブミン等のタンパク質４２は、阻害物質３９と結合し、受容体２０Ａの下方、すなわち識別物質３８や電極１６表面まで到達することが抑制される。

電極１６はＦＥＴ１４の金属電極３０と電気的に接続されているので、電極１６表面に負電荷が帯電することにより、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度が変化する。ＦＥＴ１４は、ゲート絶縁膜２８上の電荷密度の変化に伴うゲート電圧の変化を計測する。これによりバイオセンサ１０は、試料に含まれるグルコース濃度を検出することができる。

因みにタンパク質４２は、負電荷を有しているので、識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることにより、電極１６表面に帯電する負電荷を増加させてしまう。これにより従来のバイオセンサでは、測定感度が著しく低下するという問題があった。

本実施形態の場合、バイオセンサ１０は、受容体２０Ａに含まれる阻害物質３９によって、タンパク質４２が識別物質３８や電極１６表面に到達することを抑制することとした。これによりバイオセンサ１０は、タンパク質４２が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを抑制できるので、電極１６に不要な負電荷が帯電することを抑制することができる。したがってバイオセンサ１０は、より測定感度を向上することができるので、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。

（１−４）グルコース濃度とゲート電圧変化の関係
次に、図２に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（１−２）製造方法」に示した手順で製造した。識別部は、識別物質としてフェニルボロン酸を用い、阻害物質としてオリゴエチレングリコールを用いた。そして、識別部にアルブミンを含む試料を入れ、さらにグルコース濃度を徐々に変えた時の電界効果トランジスタのゲート電圧の変化を測定した。

試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを100μＭ〜10ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図３に示す。

図３は、縦軸がゲート電圧変化（ｍＶ）を示し、横軸がグルコース濃度の対数（ｌｏｇ）を示す。相関係数0.992、傾きは19.761であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。すなわち、バイオセンサでは、タンパク質によるノイズの影響を受けていないため、グルコース濃度に対応しゲート電圧変化量が増加しているといえる。上記結果より、識別物質と阻害物質とを含む単分子膜で形成した受容体を用いることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。

２．第２実施形態
図２との対応部分に同様の符号を付した図４を参照して、第２実施形態に係る識別部１２Ｂについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｂは、識別物質３８が電極１６の一側表面に固定されていない点が、上記第１実施形態と異なる。

（２−１）識別部の構成
識別部１２Ｂに収容された受容体２０Ｂは、識別物質３８が阻害物質４１と結合した共重合体で形成されている。本実施形態の場合、受容体２０Ｂは、さらに分解促進剤、架橋剤を含む。

阻害物質４１は、親水性ポリマーで形成されている。親水性ポリマーとは親水性の官能基（水酸基、カルボキシル基）を有するポリマーであり、ハイドロゲル、紙、高吸水性ポリマー（ＳＡＰ：Superabsorbent Polymer）等である。本実施形態の場合、阻害物質４１は、ハイドロゲルを用いる。

ハイドロゲルは、親水性高分子鎖間が架橋されて多量の水を保持し、吸水性に優れるゲル状材料であり、例えば、ポリヒドロキシエチルメタクリレート（Ｐｏｌｙ−ＨＥＭＡ、ポリメタクリル酸２−ヒドロキシエチルとも称する。）、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）等が挙げられる。Ｐｏｌｙ−ＨＥＭＡは、ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）のホモポリマーであってもよく、他のモノマー（例えば、２，３−ジヒドロキシプロピルメタクリレート、グリセロールメタクリレート（ＧＭＡ）等）とのコポリマーであってもよい。なお、Ｐｏｌｙ−ＨＥＭＡは、コポリマーとした方がより含水率が高くなる傾向にある。また、ＰＶＰとしては、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン（ＮＶＰ）のホモポリマーであってもよく、ＮＶＰを主成分として、ＨＥＭＡ、メチルメタクリレート（ＭＭＡ）等と架橋剤を加えて重合したコポリマーであってもよい。

紙は、植物繊維その他の繊維を膠着させて製造される。植物繊維は、セルロース、ヘミセルロース、リグニンから構成される。セルロースは、多数有する水酸基同士が水素結合により結合する性質を有しており、これにより紙を構成する植物繊維同士がくっつき合う。また、その他の繊維としては、鉱物、金属、合成樹脂等を繊維状にしたもの等が挙げられるが、識別物質３８をより強固に固定するという観点から、植物繊維（セルロース）で形成された紙が好ましい。

ＳＡＰは、自重の数百倍から数千倍までの水を吸収及び保持することができる高分子である。ＳＡＰとしては、アクリル酸の重合体を用いることができる。アクリル酸の重合体は、カルボキシル基を多数有するため、親水性が高く、さらに細目構造に架橋させ、ナトリウム塩の形とすると高い吸水性を持つゲルとなる。

その他の親水性ポリマーとしては、ヒドロキシプロピルメチルセルロース（ＨＰＭＣ）、カルボキシメチルセルロースナトリウム（ＣＭＣ−Ｎａ）、ヒドロキシエチルセルロース（ＨＥＣ）などのセルロース誘導体；アルギン酸、ヒアルロン酸、アガロース、デンプン、デキストラン、プルラン等の多糖類及びその誘導体；カルボキシビニルポリマー、ポリエチレンオキサイド、ポリ（メタ）アクリルアミド、ポリ（メタ）アクリル酸等のホモポリマー、当該ホモポリマーと多糖類等との共重合体、及び当該ホモポリマーを構成するモノマーと他のモノマーとの共重合体；コラーゲン、ゼラチン等のタンパク質及びその誘導体；ヘパリン、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、デキストラン硫酸、ケラタン硫酸、ヘパラン硫酸等のグリコサミノグリカン、キチン、キトサン等の多糖類やムコ多糖類を挙げることができる。

さらには、１−ビニル−２−ピロリジノン、プロぺノン酸２−メチルエステル、モノメタクリロイルオキシエチルフタレート、アンモニウムスルファトエチルメタクリレート、Ｎ−ビニルピロリドン、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド、２−（メタクリロイルオキシエチル）−２−（トリメチルアンモニオエチル）ホスフェート等の親水性ポリマーを用いてもよい。
上記例示した親水性ポリマーは、単独で用いてもよく、２種類以上を併用してもよい。

重合開始剤としては、公知のラジカル重合促進剤を適時選択して用いることができる。好ましくは水溶性または水分散性を有し、系全体に均一に含まれるものが好ましく用いられる。具体的には、重合開始剤として、水溶性の過酸化物、例えばペルオキソ二硫酸カリウムやペルオキソ二硫酸アンモニウム、水溶性のアゾ化合物、例えばＶＡ−０４４、Ｖ−５０、Ｖ−５０１（いずれも和光純薬工業株式会社製）の他、Ｆｅ^２＋と過酸化水素との混合物等を用いることができる。

架橋剤としては、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド、エチレングリコールジメタクリレート、メタクリル酸ビニル等を用いることができる。

（２−２）製造方法
図４に示す識別部１２Ｂは、以下の手順により製造することができる。まず、４−ビニルフェニルボロン酸０.１５ｇ、ヒドロキシエチルメタクリレート１．０ｇ、Ｎ-（３−ジメチルアミノプロピル）メタクリルアミド０．５ｇ、架橋剤としてＮ，Ｎ’-メチレンビスアクリルアミドを０.０５ｇ用意し、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）６．０ｇを超純水にて全量１０ｇとし容器１８内において混合し、溶解する。その後、重合開始剤としてテトラメチルエチレンジアミンを２５μｌ、ペルオキソ二硫酸カリウム７．５ｍｇを加え、重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、識別物質３８と阻害物質４１を共重合体させた受容体２０Ｂを得ることができる。このようにして識別部１２Ｂを製造することができる。

（２−３）作用及び効果
上記のように構成された識別部１２Ｂは、阻害物質である親水性ポリマーがその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、グルコースは水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより、試料に含まれるグルコースが受容体２０Ｂ中のフェニルボロン酸と結合することにより、負電荷が生じ、電極１６に帯電する。したがって識別部１２Ｂは、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、本実施形態に係る受容体２０Ｂは、識別物質３８が親水性ポリマーで形成された阻害物質４１と結合し、共重合体を形成している。親水性ポリマーはその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、タンパク質は水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより識別部１２Ｂは、阻害物質４１によって試料に含まれるタンパク質が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮るので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。

（２−４）変形例
図４との対応部分に同様の符号を付した図５を参照して、第２実施形態の変形例に係る識別部１２Ｃについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８が担体４４に担持されている点が、上記第２実施形態と異なる。

受容体２０Ｃは、担体４４と、担体４４に担持された識別物質３８と、阻害物質４１とを備え、識別物質３８が阻害物質４１と結合した共重合体で形成されている。

担体４４は、導電性粒子、非導電性粒子を用いることができる。導電性粒子は、金属粒子、例えばＡｕ，Ｐｔ，Ａｇ，Ｃｕ等の粒子や、非金属粒子、例えば酸化インジウムスズ (ＩＴＯ：Indium Tin Oxide), 導電性ポリマー等の粒子を用いることができる。また、非導電性粒子は、例えばＳｉＯ₂等の粒子を用いることができる。例えば、識別物質としてのフェニルボロン酸にチオール基（−ＳＨ）やジスルフィド基（−Ｓ−Ｓ−）を導入し、チオールやジスルフィドの誘導体とすることにより、Ａｕ粒子の表面にフェニルボロン酸を担持することができる。

受容体２０Ｃを製造する手順について説明する。具体的には、まず金ナノコロイド溶液（５ｎｍ径、）９ｍｌと1０ｍＭ４−メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液を１ｍｌ混合させ、２４時間、２５℃にて静置させることでフェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液とする。次にヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）１．０ｇと、上記フェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液５ｇと、Ｎ−３−（ジメチルアミノ）プロピルメタクリルアミド０．５ｇと、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）３ｇと、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド０．０５ｇとを混合し超純水で全量が１０ｇになるように調整する。その後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム５ｍｇ、テトラメチレンジアミン５μｌ加えることで重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、識別物質３８と阻害物質４１を共重合体させた受容体２０Ｃを得ることができる。このようにして識別部１２Ｃを製造することができる。

担体４４に担持された識別物質３８の一部は、図６に示すように、阻害物質４１と結合し（図中、符号４５）、共重合体を形成している。そして担体４４に担持された残りの識別物質３８が、試料に含まれるグルコース４０と結合する。試料に含まれるグルコース４０が識別物質３８と結合することにより、負電荷が生じ、電極１６に帯電するので、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、本変形例に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８が親水性ポリマーで形成された阻害物質４１と結合し、共重合体を形成しているので、試料に含まれるタンパク質が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮ることができる。したがって本変形例に係る識別部１２Ｃでも、上記第２実施形態と同様の効果を得ることができる。

さらに、本変形例に係る識別部１２Ｃは、識別物質３８を担体４４に担持することとしたから、特に紙にも容易に識別物質３８を固定することができる。

（グルコース濃度とゲート電圧変化の関係）
次に、図４に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（２−２）製造方法」に示した手順で製造した。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを50μＭ〜1.25ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図７に示す。

図７より、相関係数0.9959、傾きは6.438であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、識別物質が親水性ポリマーで形成された阻害物質と結合した共重合体を用いることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。

次に、図５に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記「（２−４）変形例」に示した手順で製造した。この場合の阻害物質は、ヒドロキシエチルメタクリレートを用いた。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを50μＭ〜1.25ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図８に示す。

図８より、相関係数0.9959、傾きは6.438であり、図７とほぼ同じ結果が得られた。上記結果より、担体に担持された識別物質が親水性ポリマーで形成された阻害物質と結合した共重合体を用いても、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。

さらに、図５に示した識別部において阻害物質をセルロースに変えたバイオセンサを以下に示す手順で製造した。具体的にはまず、金ナノコロイド溶液（５ｎｍ径）９ｍｌと1０ｍＭ４−メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液を１ｍｌ混合させ、２４時間、２５℃にて静置させることでフェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液とした。次に縦４０ｍｍ、横１０ｍｍに切断したキムワイプ（登録商標）上に上記フェニルボロン酸―金ナノ粒子溶液５００μｌを滴下し、６０℃で乾燥させた。乾燥後のキムワイプ（登録商標）は、ポリジメチルシロキサン溶液（東レダウコーニング社製）を用いてゲート電極部と接着させることで、紙とフェニルボロン酸―金ナノ粒子が混合した分子識別部材を得た。

試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを10μＭ〜2ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図９に示す。

図９より、相関係数0.9846、傾きは20.123であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、担体に担持された識別物質をセルロースで形成された阻害物質に固定した場合でも、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。

３．第３実施形態
図２との対応部分に同様の符号を付した図１０を参照して、第３実施形態に係る識別部１２Ｄについて説明する。本実施形態に係る識別部１２Ｄは、識別物質３８上に阻害物質が層状に形成されている点が、上記第１実施形態と異なる。

受容体２０Ｄは、識別物質３８で形成された薄膜４６と、当該薄膜４６上に形成され阻害物質で形成された阻害物質層４７とを備える。

薄膜４６は、識別物質３８の一方の末端が電極１６の一側表面に吸着して形成されたＳＡＭｓである。阻害物質層４７は、ハイドロゲル、ＳＡＰ等からなる親水性ポリマーで形成されている。本実施形態の場合、阻害物質層４７は、ヒドロキシエチルメタクリレートで形成されている。

薄膜４６は、上記第１実施形態の「（１−２）製造方法」に示した手順と同様に自己組織化単分子膜を形成することにより作製することができる。具体的には、1ｍＭ４−メルカプトフェニルボロン酸（シグマアルドリッチ社製）／エタノール溶液に金基板を２４時間、２５℃下にて浸漬させることで自己組織化単分子膜を作製する。

阻害物質層４７は、以下の手順で作製する。ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）１．０ｇと、Ｎ−３−（ジメチルアミノ）プロピルメタクリルアミド０．５ｇと、６．７重量％アクリル酸ナトリウム水溶液（ｐＨ７．３）６ｇと、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド０．０５ｇとを混合し超純水で全量が１０ｇになるように調整する。その後、重合開始剤としてペルオキソ二硫酸カリウム５ｍｇ、テトラメチレンジアミン５μｌ加えることで重合を開始する。この状態で、窒素雰囲気下、室温にて２時間保持する。重合反応終了後、生成された共重合体を含む溶液を超純水に浸漬し、未反応成分を除去することにより、阻害物質層４７を製造することができる。

最後に識別物質３８で形成された薄膜４６上に、ヒドロキシエチルメタクリレートで形成された阻害物質層４７を重ねることにより、識別部１２Ｄを製造することができる。

上記のように構成された識別部１２Ｄは、阻害物質である親水性ポリマーがその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、グルコース４０は、水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これによりグルコース４０が識別物質３８と結合することにより、負電荷が生じ、電極１６に帯電する。したがって識別部１２Ｄは、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。

また、本実施形態に係る受容体２０Ｄは、電極１６上に形成された識別物質３８の薄膜４６が阻害物質層４７で覆われている。阻害物質層４７を形成する親水性ポリマーはその周囲に水分子を吸着させ溶媒親和性が高い。そのため、タンパク質は水分子を介して親水性ポリマーと接触するため吸着されることなく溶媒中に溶け込む。これにより識別部１２Ｄは、阻害物質層４７によって試料に含まれるタンパク質４２が識別物質３８と結合したり、電極１６表面に付着したりすることを遮るので、より測定感度を向上することができる。したがってバイオセンサは、非侵襲的に人体から採取した試料に基づきグルコース濃度をより確実に測定することができる。

（変形例）
上記第３実施形態では、阻害物質層が１層である場合について説明したが、本発明はこれにかぎらず、分子量が異なる親水性ポリマーで形成した阻害物質層を２層以上形成してもよい。

（グルコース濃度とゲート電圧変化の関係）
次に、図１０に示した識別部を備えたバイオセンサを、上記した手順で製造した。試料は、ｐＨ7.4、4ｇ／Ｌのアルブミンを含むリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ：Phosphate buffered saline）を用意し、これにグルコースを１０μＭ〜２ｍＭの範囲で段階的に加え、グルコース濃度を段階的に高くした。その結果を図１１に示す。

図１１より、相関係数0.9877、傾きは25.94であり、グルコース濃度の対数とゲート電圧変化の間には直線関係が見られることが確認できた。上記結果より、識別物質で形成された薄膜上に親水性ポリマーで形成された阻害物質を層状に重ねることで、タンパク質によって負電荷が増加することを抑制できることが確認できた。

４．変形例
本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨の範囲内で適宜変更することが可能である。例えば上記実施形態の場合、検出部は、ＦＥＴである場合について説明したが、本発明はこれに限らず、フォトダイオード、光電子倍増間等の受光素子、サーミスタ、水晶振動子マイクロバランス（ＱＣＭ：Quartz Crystal Microbalance）、表面プラズモン共鳴を利用した素子等を使用することもできる。

また、識別部と検出部は配線で電気的に接続されている場合について説明したが、本発明はこれに限らず、識別部と検出部を一体に形成することとしてもよい。すなわち、検出部としてのＦＥＴのゲート絶縁膜上に直接電極を形成することとしてもよい。

１０バイオセンサ
１２Ａ、１２Ｂ、１２Ｃ、１２Ｄ識別部
１４ＦＥＴ（検出部）
１６電極
２８ゲート絶縁膜
３０金属電極
３１配線
３８識別物質
３９、４１阻害物質
４０グルコース（検出対象物質）
４２タンパク質（非検出対象物質）
４４担体
４６薄膜
４７阻害物質層

Claims

検出対象物質と結合する識別物質と、
前記識別物質の電荷を帯電する電極と
を備えるバイオセンサにおいて、
非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
前記識別物質が、前記電極に接触しており、
前記阻害物質は、分子鎖が前記識別物質より長い高分子化合物で形成され、
前記識別物質と前記阻害物質とにより、前記電極表面に自己組織化単分子膜が形成されており、
前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
ことを特徴とするバイオセンサ。
前記検出対象物質が、グルコースであることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
検出対象物質と結合する識別物質と、
前記識別物質の電荷を帯電する電極と
を備えるバイオセンサにおいて、
非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
前記電極上に設けられ、前記識別物質で形成された薄膜と、
前記薄膜上に形成され、前記阻害物質を含む１又は２以上の阻害物質層とを備え、
前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
ことを特徴とするバイオセンサ。
検出対象物質と結合する識別物質と、
前記識別物質の電荷を帯電する電極と
を備えるバイオセンサにおいて、
非検出対象物質が前記識別物質又は前記電極の少なくとも一方に付着すること、を抑制する阻害物質を有し、
前記識別物質が、前記阻害物質と結合しており、
前記検出対象物質が前記識別物質に結合することにより生じる前記電極の電荷密度の変化を検出する
ことを特徴とするバイオセンサ。
前記識別物質が、粒子に担持されていることを特徴とする請求項４記載のバイオセンサ。
前記電極が、電界効果トランジスタのゲート絶縁膜に電気的に接続されていることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項記載のバイオセンサ。
前記識別物質が、フェニルボロン酸であることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項記載のバイオセンサ。
前記電極が、前記電界効果トランジスタから離れて配置されており、前記ゲート絶縁膜上に設けた金属電極と配線を介して電気的に接続されていることを特徴とする請求項６記載のバイオセンサ。